WO2015005671A1 - 엑스선 검출장치 및 이를 포함한 엑스선 영상장치 - Google Patents

엑스선 검출장치 및 이를 포함한 엑스선 영상장치 Download PDF

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WO2015005671A1
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fluorescent film
ray
light output
output efficiency
density
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PCT/KR2014/006152
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김기담
박남규
이제혁
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주식회사 레이언스
주식회사 바텍이우홀딩스
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    • A61B6/4441—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units the source unit and the detector unit being coupled by a rigid structure the rigid structure being a C-arm or U-arm

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray detecting apparatus, and more particularly, to an X-ray detecting apparatus and an X-ray imaging apparatus including the same.
  • the X-ray detection apparatus can be classified into a direct conversion method and an indirect conversion method according to the conversion method.
  • the direct conversion method is a method of directly converting X-rays into an electrical signal using a photoconductive film, etc.
  • the indirect conversion method converts X-rays into visible light by means of a phosphor, and converts the converted visible light into a photoelectric conversion device. It is a method of converting into an electrical signal using an image sensor device.
  • CsI cesium iodide
  • the light output efficiency of the phosphor is not excellent and it is necessary to increase the thickness thereof.
  • an increase in the thickness of the CsI phosphor causes a decrease in resolution. Therefore, there is an urgent need for more efficient phosphors.
  • the present invention has a problem to provide a way to improve the light output efficiency of the phosphor.
  • the present invention is a substrate;
  • an X-ray detection apparatus comprising a phosphor comprising a first fluorescent film on the substrate and a second fluorescent film on the first fluorescent film having a different light output efficiency from the first fluorescent film.
  • the first fluorescent film is CsI
  • the second fluorescent film may have a higher light output efficiency than the first fluorescent film.
  • a photoelectric conversion element may be further included between the substrate and the first fluorescent layer.
  • the first fluorescent film may have a higher light output efficiency than the second fluorescent film, and the second fluorescent film may be CsI.
  • the substrate may be radiolucent.
  • One of the first or second fluorescent films having a high light output efficiency is greater than 1 compared to the other fluorescent film, and the efficiency ratio is (light quantity_2 / light quantity_1 * density_1 / density_2)
  • the light amount_2 and the density_2 is one light amount and density of the high light output efficiency of the first or second fluorescent film
  • the light amount_1 and density_1 is the first or second
  • the light output efficiency of the fluorescent film may be one of the lower light quantity and density.
  • One of the first or second fluorescent films having high light output efficiency is CaI2, CaI2: Eu, CeBr3, GdI3: Ce, LaBr3: Ce, LiGdCl4: Ce, Lu (x) Gd (1-x) I3: Ce, It may be made of at least one material of LuI 3: Ce, NaI, SrI 2: Eu.
  • One thickness of the first or second fluorescent film having high light output efficiency may be half the width of the pixel.
  • the present invention is a photoelectric conversion panel; An X-ray detection device on the photoelectric conversion panel and including a phosphor including a first fluorescent film and a second fluorescent film located on the first fluorescent film; An X-ray generator that faces the X-ray detector and generates X-rays toward the X-ray detector, wherein the first fluorescent film is made of CsI, and the second fluorescent film is higher than the first fluorescent film.
  • an X-ray imaging apparatus having light output efficiency.
  • a fluorescent film made of a material having a higher light output efficiency than the fluorescent film made of CsI is configured to have a thin thickness.
  • FIG. 1 is a perspective view schematically showing an X-ray imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view schematically showing an X-ray detection apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG 3 is a view showing the relationship between the pixel size and the thickness of the second fluorescent film in the X-ray detection apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a cross-sectional view schematically showing an X-ray detection apparatus according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 is a perspective view schematically showing an X-ray imaging apparatus according to an embodiment of the present invention
  • Figure 2 is a cross-sectional view schematically showing an X-ray detection apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • an X-ray imaging apparatus of various forms or uses may be used.
  • various X-ray imaging apparatuses such as a mammography apparatus or a CT apparatus may be used.
  • the dental X-ray imaging apparatus is taken as an example as an X-ray imaging apparatus for convenience of explanation.
  • the X-ray imaging apparatus 100 may be included.
  • the base 110 the support pillar 120, the lifting member 130, the jaw support member 140, the rotary arm support member 150, the rotation arm 160, the rotation arm driving means 170, the X-ray generator 180, and the X-ray detection apparatus 200 may be included.
  • the base 110 is placed on the ground to support the support pillar 120 on which the above-described components are installed.
  • the support pillar 120 is connected to the base 110 and has a state extending vertically from the base 110.
  • the elevating member 130 is installed on the support pillar 120 to move up and down along the support pillar 120 through a driving means such as a motor. Through this operation, the height of the jaw support member 140 can be adjusted according to the height of the patient who is the subject.
  • Jaw support member 140 is installed on the elevating member 130, it is to support the jaw of the patient.
  • the head of the examinee that is, the test subject, can be located between the X-ray generator 180 and the X-ray detector 200.
  • the rotary arm supporting member 150 is connected to the upper portion of the elevating member 130 and extends in a direction parallel to the ground.
  • the rotary arm 160 is connected to the lower portion of the rotary arm support member 150.
  • the rotary arm 160 connected as described above may perform a horizontal movement in a direction parallel to the ground or a rotational movement based on a rotation axis perpendicular to the ground by the rotary arm driving means 170.
  • the rotary arm 160 may include a horizontal portion connected to the rotary arm supporting member 150 and a vertical portion bent downward at both ends of the horizontal portion.
  • the X-ray generator 180 and the X-ray detector 200 disposed to face each other may be installed inside the vertical parts on both sides of the rotary arm 160.
  • the X-ray generator 180 corresponds to a configuration of generating an X-ray and irradiating it to the subject, and the irradiated X-ray passes through the subject and is incident on the X-ray detecting apparatus 200.
  • the X-ray detection apparatus 200 corresponds to a configuration that detects X-rays passing through the subject and converts them into electrical signals.
  • the X-ray detection apparatus 200 may have a rectangular shape in plan, but is not limited thereto.
  • the X-ray detecting apparatus 200 is an indirect conversion type detecting apparatus, and converts X-rays into visible light and then converts visible light into an electrical signal.
  • the X-ray detecting apparatus 200 may include a photoelectric conversion panel 210 and a phosphor 220.
  • the photoelectric conversion panel 210 may include, for example, a substrate and a photoelectric conversion element formed on the substrate.
  • CMOS substrate or TFT substrate may be used, but is not limited thereto.
  • the photoelectric conversion element is a configuration for converting incident visible light into an electrical signal, and a photodiode may be used. Such a photoelectric conversion element may be configured in each pixel.
  • a pad 213 may be formed at one side of the photoelectric conversion panel 210 to transmit an electrical signal to a driving circuit board (not shown).
  • the pad 213 may be electrically connected to the driving circuit board through a wire.
  • a phosphor 220 may be formed on a light incident surface on which visible light is incident.
  • the phosphor 220 functions to convert incident X-rays into visible light detectable by the photoelectric conversion element.
  • the phosphor 220 according to the embodiment of the present invention may be formed in a multilayered film structure using different phosphors.
  • the phosphor 220 is composed of the first and second fluorescent films 221 and 222 made of different phosphors is taken as an example.
  • the first fluorescent film 221 as the lower film may be formed of CsI.
  • the first fluorescent film 221 made of CsI has crystals of columnar structure. Since the pillar of this columnar structure functions as a guide for guiding light, visible light has directivity in the vertical direction, so that resolution can be improved.
  • a second fluorescent film 222 made of a different fluorescent material is formed on the first fluorescent film 221 made of CsI.
  • the second fluorescent film 222 is preferably formed of a material having a greater light conversion efficiency, that is, a light output efficiency than the first fluorescent film 221.
  • the second fluorescent film 222 is preferably formed of a material having a greater light transmittance than the first fluorescent film 221, but is not limited thereto.
  • the material having a higher light transmittance than the first fluorescent film 221 for example, a material having an atomic number lower than that of the material forming the first fluorescent film may be used.
  • the second fluorescent film 222 is formed of a material having a characteristic that the light output efficiency is greater than the density of the first fluorescent film 221.
  • Formula A: B in the "Material” column of Table 1 means that A material is doped with B material.
  • the "efficiency ratio” of Table 1 means the ratio of the light output efficiency to the density of the material to the light output efficiency to the density of CsI: Tl, which is
  • light quantity_2 and density_2 are the light quantity and density of the material of the second fluorescent film, and the light quantity_CsI and density_CsI are the light quantity of CsI: Tl, which is the material of the first fluorescent film, and Density).
  • CeBr3, GdI3: Ce, LaBr3: Ce, Lu (x) Gd (1-x) I3: Ce, LuI3: Ce, SrI2: Eu have higher density than CsI: Tl, so the light transmittance is low, but the amount of light is relatively Higher levels result in higher efficiency ratios than CsI: Tl.
  • the materials presented as described above have a characteristic that the efficiency ratio is higher than that of CsI: Tl, that is, the efficiency ratio is greater than one. Therefore, when the second fluorescent film 222 is formed using at least one of such materials, the effect of amplifying the light output of the phosphor 220 may be exerted compared to the conventional art using only the fluorescent film made of CsI. Will be.
  • the second fluorescent film 222 is formed to have a relatively small thickness compared to the first fluorescent film 221 in consideration of the resolution. That is, the visible light generated in the second fluorescent film 222 does not have directivity in a specific direction and tends to be dispersed. As a result, when the second fluorescent film 222 is formed relatively thick, the directivity of the light emitted from the phosphor 220 decreases as a result and the resolution decreases. Therefore, it is preferable to form the second fluorescent film 222 in a thin thickness.
  • the thickness of the second fluorescent film 222 for minimizing the resolution degradation may be determined according to the size of the pixel, which will be described with reference to FIG. 3.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a relationship between a pixel size and a thickness of a second fluorescent film in an X-ray detection apparatus according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • the light is diverted in the radiation angle ⁇ range based on the normal direction, ie, the direction of incidence of the X-rays, which is substantially rearward from the substrate surface.
  • the radiation angle ⁇ is 45 degrees as an example.
  • the columnar structure of the first fluorescent film 221 moves straight along the direction perpendicular to the substrate surface to reach the pixel P. Done.
  • the thickness d of the second fluorescent film 222 calculated as described above corresponds to d2 in FIG. 3.
  • the width of the light emitted from the second fluorescent film 222 and incident on the first fluorescent film 221 substantially coincides with the width w of the pixel P.
  • the light incident on the first fluorescent film 221 may be substantially incident on the pixel P.
  • the width of the light emitted from the second fluorescent film 222 and incident on the first fluorescent film 221 is substantially larger than the width w of the pixel P. It becomes big. In such a case, the light incident on the region beyond the width w of the pixel P is incident on the peripheral pixels, thereby causing a resolution reduction.
  • the width of light emitted from the second fluorescent film 222 and incident on the first fluorescent film 221 is substantially larger than the width w of the pixel P. Becomes small. In such a case, the resolution decrease does not occur, but a decrease in sensitivity is caused.
  • the thickness d of the second fluorescent film 222 is configured to be half the width w of the pixel P, the effect of maximizing the sensitivity while minimizing the resolution reduction can be obtained.
  • the thickness of the second fluorescent film 222 may be configured to be half the thickness of the maximum phosphor 220 Can be.
  • a protective film for protecting the same may be formed on the phosphor 220 as described above.
  • an organic material or an inorganic material can be used.
  • the passivation layer may be formed along a part or the entirety of the photoelectric conversion panel 210 including the upper surface of the phosphor 220, the upper surface and the side surface of the phosphor 220, and the upper surface and the side surface of the phosphor 200.
  • a fluorescent film made of a material having a higher light output efficiency is formed on the fluorescent film made of CsI in a thin thickness.
  • a direct type X-ray detecting apparatus is formed by directly depositing a phosphor on a photoelectric conversion panel.
  • an indirect X-ray detection apparatus may be used by depositing a phosphor on a separate substrate and attaching the substrate on which the phosphor is formed to the photoelectric conversion panel.
  • the indirect X-ray detection apparatus 200 may refer to FIG. 4, wherein the photoelectric conversion panel 210 and the substrate 310 on which the phosphor 220 is formed are bonded to each other using an adhesive member 350 or the like. It becomes possible.
  • a second fluorescent film 222 is formed on the substrate 310, and then the first fluorescent film (222) is formed on the second fluorescent film 222. 221 may be formed.
  • the substrate 310 may be a radioactive substrate that transmits X-rays, for example, a substrate made of aluminum (Al), magnesium (Mg), engineering plastics, ceramics, carbon, etc. may be used. It doesn't work.
  • a protective film for protecting it may be formed on the phosphor 220 of the indirect method as described above. That is, after the first fluorescent film 221 is formed, a protective film may be formed on the upper portion thereof.
  • an organic material or an inorganic material can be used.
  • an inorganic material it may include one of poly silazane, photoresist, and parylene, but is not limited thereto.
  • the passivation layer may be formed along a part or the entirety of the photoelectric conversion panel 210 including the upper surface of the phosphor 220, the upper surface and the side surface of the phosphor 220, the upper surface and the side surface of the phosphor 200, and in each case, if possible. It may also serve as the adhesive member 350 to.

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Abstract

본 발명은 형광체의 광출력효율을 향상시킬 수 있는 방안을 제공하는 데 과제가 있다. 본 발명은 기판과; 상기 기판 상의 제 1 형광막 및 상기 제 1 형광막과 서로 다른 광출력효율을 갖는 상기 제 1 형광막 상의 제 2 형광막을 포함하는 형광체를 포함하는 X선 검출장치를 제공한다.

Description

엑스선 검출장치 및 이를 포함한 엑스선 영상장치
본 발명은 X선 검출장치에 관한 것으로서, 보다 상세하게는, X선 검출장치 및 이를 포함한 X선 영상장치에 관한 것이다.
기존에는, 의료나 공업용 X선 촬영에서 필름과 스크린을 이용한 방식이 사용되었다. 이와 같은 경우에는, 촬영된 필름의 현상 및 보관상의 문제 등에 기인하여 비용 및 시간 측면에서 비효율적이었다.
이를 개선하기 위해, 디지털(digital) 방식의 X선 검출장치를 이용한 이미지 시스템에 대한 연구가 광범위하게 진행되어 왔다. X선 검출장치를 이용함으로써, 2차원의 X선 화소데이터를 전기적인 신호로 변환 및 처리하여 영상을 표시할 수 있게 된다.
이러한 X선 검출장치는 그 변환방식에 따라 직접 변환방식과 간접 변환방식으로 구분될 수 있다. 직접 변환방식은 광도전막 등을 이용하여 X선을 전기적 신호로 직접 변환하는 방식이며, 간접 변환방식은 X선을 형광체(scintillator)에 의하여 가시광선으로 변환하고, 변환된 가시광선을 광전변환소자 등의 이미지 센서 소자를 이용하여 전기적 신호로 변환하는 방식이다.
직접 변환방식의 경우 고전압을 이용하여야 하므로 절연파괴 문제 및 이에 따른 신뢰성 저하의 문제가 있어, 간접 변환방식의 X선 검출장치가 주로 이용되고 있다.
간접 변환방식의 X선 검출장치에서는, 형광체로서 CsI(cesium iodide)가 널리 사용된다. CsI로 형광체를 형성하는 경우에, 형광체의 광출력효율이 우수하지 않아 그 두께를 증가시킬 필요가 있다. 그런데, CsI 형광체의 두께 증가는 해상도 저하를 유발하게 된다. 따라서, 보다 고효율의 형광체가 절실히 요구되고 있는 실정이다.
본 발명은 형광체의 광출력효율을 향상시킬 수 있는 방안을 제공하는 데 과제가 있다.
전술한 바와 같은 과제를 달성하기 위해, 본 발명은 기판과; 상기 기판 상의 제 1 형광막 및 상기 제 1 형광막과 서로 다른 광출력효율을 갖는 상기 제 1 형광막 상의 제 2 형광막을 포함하는 형광체를 포함하는 X선 검출장치를 제공한다.
여기서, 상기 제 1 형광막은 CsI 이고, 상기 제 2 형광막은 상기 제 1 형광막 보다 높은 광출력효율을 가질 수 있다. 상기 기판과 상기 제 1 형광막 사이에 위치한 광전변환소자를 더 포함할 수 있다. 상기 제 1 형광막은 상기 제 2 형광막 보다 높은 광출력효율을 갖고, 상기 제 2 형광막은 CsI일 수 있다. 상기 기판은 방사선투과성일 수 있다. 상기 제 1 또는 제 2 형광막 중 광출력효율이 높은 하나는 나머지 하나의 형광막 대비 효율비가 1보다 크며, 상기 효율비는 (광량_2/광량_1 * 밀도_1/밀도_2)의 수식으로 표현되고, 상기 광량_2 및 밀도_2는 상기 제 1 또는 제 2 형광막 중 광출력효율이 높은 하나의 광량 및 밀도이며, 상기 광량_1 및 밀도_1는 상기 제 1 또는 제 2 형광막 중 광출력효율이 낮은 나머지 하나의 광량 및 밀도일 수 있다. 상기 제 1 또는 제 2 형광막 중 광출력효율이 높은 하나는 CaI2, CaI2:Eu, CeBr3, GdI3:Ce, LaBr3:Ce, LiGdCl4:Ce, Lu(x)Gd(1-x)I3:Ce, LuI3:Ce, NaI, SrI2:Eu 중 적어도 하나의 물질로 이루어질 수 있다. 상기 제 1 또는 제 2 형광막 중 광출력효율이 높은 하나의 두께는 화소의 폭의 반일 수 있다.
다른 측면에서, 본 발명은 광전변환패널과; 상기 광전변환패널 상에 위치하며, 제1형광막과 상기 제1형광막 상에 위치하는 제2형광막을 포함하는 형광체를 포함하는 X선 검출장치와; 상기 X선 검출장치와 대향하고 상기 X선 검출장치를 향해 X선을 발생시키는 X선 발생장치를 포함하고, 상기 제1형광막은 CsI로 이루어지고, 상기 제2형광막은 상기 제1형광막보다 높은 광출력효율을 갖는 X선 영상장치를 제공한다.
본 발명에 따르면, CsI로 이루어진 형광막 상에 이보다 광출력효율이 높은 물질로 이루어진 형광막을 얇은 두께로 구성하게 된다. 이에 따라, 해상도 저하를 방지하면서 형광체의 광출력효율을 향상시킬 수 있게 된다.
도 1은 본 발명의 실시예에 따른 X선 영상장치를 개략적으로 도시한 사시도.
도 2는 본 발명의 실시예에 따른 X선 검출장치를 개략적으로 도시한 단면도.
도 3은 본 발명의 실시예에 따른 X선 검출장치에서의 화소 크기와 제2형광막의 두께 관계를 나타내는 도면.
도 4는 본 발명의 다른 실시예에 따른 X선 검출장치를 개략적으로 도시한 단면도.
이하, 도면을 참조하여 본 발명의 실시예를 상세하게 설명한다.
도 1은 본 발명의 실시예에 따른 X선 영상장치를 개략적으로 도시한 사시도이고, 도 2는 본 발명의 실시예에 따른 X선 검출장치를 개략적으로 도시한 단면도이다.
본 발명의 실시예에 따른 X선 영상장치(100)로서 다양한 형태나 용도의 X선 영상장치가 사용될 수 있다. 예를 들면, 맘모그래피(mammography) 장치나, CT 장치 등 다양한 X선 영상장치가 사용될 수 있다. 한편, 이하에서는, 설명의 편의를 위해, X선 영상장치로서 치과용 X선 영상장치를 일예로 든다.
도 2를 참조하면, 본 발명의 실시예에 따른 X선 영상장치(100)는, 베이스(110), 지지기둥(120), 승강부재(130), 턱 지지부재(140), 회전암 지지부재(150), 회전암(160), 회전암 구동수단(170), X선 발생장치(180), X선 검출장치(200)를 포함할 수 있다.
베이스(110)는 지면 상에 놓여져, 전술한 구성요소들이 설치된 지지기둥(120)을 지지하게 된다.
지지기둥(120)은 베이스(110)와 연결되며, 베이스(110)로부터 수직하게 연장되어 세워진 상태를 갖게 된다.
승강부재(130)는 지지기둥(120)에 설치되어, 모터와 같은 구동수단을 통해 지지기둥(120)을 따라 상하 방향으로 승강 동작을 하게 된다. 이와 같은 동작을 통해, 피검자인 환자의 키에 맞게 턱 지지부재(140)의 높이를 조절할 수 있다.
턱 지지부재(140)는 승강부재(130)에 설치되며, 환자의 턱을 지지하게 된다. 이와 같은 턱 지지부재(140)에 의해, 피검자의 두부 즉, 피검체가 X선 발생장치(180)과 X선 검출장치(200) 사이에 위치할 수 있게 된다.
회전암 지지부재(150)는 승강부재(130)의 상부에 연결되어 지면과 평행한 방향을 따라 연장되어 있다. 회전암 지지부재(150)의 하부에는 회전암(160)이 연결된다.
이와 같이 연결된 회전암(160)은 회전암 구동수단(170)에 의해, 지면과 수평한 방향으로의 수평 운동이나, 지면에 수직한 회전축을 기준으로 한 회전 운동을 할 수 있게 된다.
회전암(160)은 회전암 지지부재(150)에 연결되는 수평부와, 수평부의 양단에서 하방으로 절곡된 수직부를 포함할 수 있다.
회전암(160)의 양측 수직부의 내측에는, 서로 마주보도록 배치된 X선 발생장치(180)와 X선 검출장치(200)가 설치될 수 있다.
X선 발생장치(180)는 X선을 발생시켜 이를 피검체에 조사하는 구성에 해당되는데, 조사된 X선은 피검체를 통과하여 X선 검출장치(200)에 입사된다.
X선 검출장치(200)는 피검체를 통과한 X선을 검출하여 이를 전기적 신호로 변환하는 구성에 해당된다. X선 검출장치(200)는 평면적으로 사각 형상을 갖게 되는데, 이에 한정되지는 않는다.
특히, 본 발명의 실시예에 따른 X선 검출장치(200)는 간접 변환방식의 검출장치로서, X선을 가시광선으로 변환한 후 가시광선을 전기적 신호로 변환하게 된다.
이하, 이와 같은 X선 검출장치(200)에 대해 그 단면을 나타낸 도 2를 참조하여 상세하게 설명한다.
도 2를 참조하면, X선 검출장치(200)는 광전변환패널(210)과, 형광체(220)를 포함할 수 있다.
광전변환패널(210)은, 예를 들면, 기판과 기판 상에 형성된 광전변환소자를 포함할 수 있다.
광전변환패널(210)의 기판으로서는, 예를 들면, CMOS 기판이나 TFT 기판이 사용될 수 있는데, 이에 한정되지는 않는다.
광전변환소자는 입사된 가시광선을 전기적 신호로 변환하는 구성으로서, 포토다이오드가 사용될 수 있다. 이와 같은 광전변환소자는 각 화소에 구성될 수 있다.
광전변환패널(210)의 일측에는 전기적 신호를 구동회로기판(미도시)에 전달하기 위해 패드(213)가 형성될 수 있다. 이와 같은 패드(213)는 와이어를 통해 구동회로기판과 전기적으로 연결될 수 있다.
광전변환패널(210)의 상면으로서 가시광선이 입사되는 입광면 상에 형광체(220)가 형성될 수 있다. 형광체(220)는 입사된 X선을, 광전변환소자에 의해 검출가능한 가시광선으로 변환하는 기능을 하게 된다.
한편, 본 발명의 실시예에 따른 형광체(220)는, 서로 다른 형광물질을 사용한 다층막 구조로 형성될 수 있다. 본 발명의 실시예에서는, 설명의 편의를 위해, 형광체(220)가 서로 다른 형광물질로 이루어진 제1 및 2형광막(221, 222)으로 구성된 경우를 예로 든다.
여기서, 하부막인 제1형광막(221)은 CsI로 이루어질 수 있다. CsI로 이루어진 제1형광막(221)은 주상구조의 결정을 갖게 된다. 이와 같은 주상구조의 기둥은 광을 안내하는 가이드로서 기능하게 되므로, 가시광선은 수직 방향으로의 방향성을 갖게 되어, 해상도가 향상될 수 있게 된다.
한편, CsI로 이루어진 제1형광막(221) 상에는, 이와는 다른 형광물질로 이루어진 제2형광막(222)이 형성된다.
제2형광막(222)은, 제1형광막(221)에 비해, 광변환효율 즉 광출력효율이 큰 특성을 갖는 물질로 형성되는 것이 바람직하다.
한편, 제2형광막(222)은, 제1형광막(221)에 비해, 광투과율이 큰 특성을 갖는 물질로 형성되는 것이 바람직한데, 이에 한정되지는 않는다. 여기서, 제1형광막(221)에 비해 광투과율이 큰 물질과 관련하여서는, 예를 들면, 제1형광막을 이루는 물질에 비해 낮은 원자번호를 갖는 물질이 사용될 수 있다.
특히, 제2형광막(222)은, 제1형광막(221)에 비해, 밀도 대비 광출력효율이 큰 특성을 갖는 물질로 형성되는 것이 더욱 바람직하다.
이처럼, 밀도 대비 광출력효율이 제1형광막(221)에 비해 큰 특성을 갖는 제2형광막을 이루는 물질에 대해 [표 1]을 참조할 수 있다.
표 1
물질 밀도(density) (g/cc) 광량(luminosity) (photons/MeV) 효율비
CsI:Tl 4.51 55,000 1.00
CaI2 3.96 86,000 1.78
CaI2:Eu 3.96 86,000 1.78
CaI2:Eu 3.96 110,000 2.28
CeBr3 5.2 68,000 1.07
GdI3:Ce 5.2 89,000 1.40
LaBr3:Ce 5.1 75,000 1.21
LiGdCl4:Ce 3.7 64,600 1.43
Lu(x)Gd(1-x)I3:Ce 5.2~5.6 78,400 1.15~1.24
LuI3:Ce 5.6 115,000 1.68
NaI 3.67 80,000 1.79
SrI2:Eu 4.59 120,000 2.14
표 1의 "물질" 항목에서의 화학식 A:B는 A물질이 B 물질로 도핑된 것을 의미한다. 그리고, 표 1의 "효율비"는, CsI:Tl의 밀도 대비 광출력효율에 대한 해당 물질의 밀도 대비 광출력효율의 비율을 의미하는 것으로서, 이는
효율비 = (광량_2/밀도_2)/(광량_CsI/밀도_CsI) = 광량_2/광량_CsI * 밀도_CsI/밀도_2
과 같은 수식으로 표현된다 (여기서, 광량_2 및 밀도_2는 제2형광막을 이루는 물질의 광량 및 밀도이며, 광량_CsI 및 밀도_CsI는 제1형광막을 이루는 물질인 CsI:Tl의 광량 및 밀도를 의미한다).
표 1을 살펴보면, 제2형광막(222)으로 사용될 수 있는 물질들은 모두 광량이 CsI에 비해 상당히 높은 값을 가지고 있어, 광출력효율이 매우 우수한 특성을 갖게 된다.
한편, CeBr3, GdI3:Ce, LaBr3:Ce, Lu(x)Gd(1-x)I3:Ce, LuI3:Ce, SrI2:Eu는 CsI:Tl보다 밀도가 높아 광투과율이 낮으나, 광량이 상대적으로 높은 수준을 갖게 되어, 결과적으로 효율비가 CsI:Tl보다 높은 값을 갖게 된다.
전술한 바와 같이 제시된 물질들은, CsI:Tl 대비 효율비가 높은 특성 즉, 효율비가 1보다 큰 특성을 갖게 된다. 따라서, 이와 같은 물질 중 적어도 하나를 사용하여 제2형광막(222)을 형성하게 되면, CsI로 이루어진 형광막만을 사용하는 종래에 비해, 형광체(220)의 광출력이 증폭되는 효과가 발휘될 수 있게 된다.
한편, 제2형광막(222)은, 해상도를 고려하여, 제1형광막(221)에 비해 상대적으로 작은 두께를 갖도록 형성된다. 즉, 제2형광막(222)에서 발생된 가시광선은 특정 방향으로의 방향성을 갖지 못하고 분산되는 경향을 갖게 된다. 이에 따라, 제2형광막(222)을 상대적으로 두껍게 형성하게 되면, 결과적으로 형광체(220)로부터 출사된 광의 방향성이 저하되어, 해상도가 저하된다. 따라서, 제2형광막(222)은 얇은 두께로 형성하는 것이 바람직하다.
한편, 해상도 저하를 최소화하기 위한 제2형광막(222)의 두께는 화소의 크기에 따라 결정될 수 있는데, 이와 관련하여 도 3을 더욱 참조하여 설명한다.
도 3은 본 발명의 실시예에 따른 X선 검출장치에서의 화소 크기와 제2형광막의 두께 관계를 나타내는 도면이다.
도 3을 참조하면, 제2형광막(222)에서의 광변환시 광은 실질적으로 기판면에서 후방을 향하는 법선 방향 즉 X선의 입사 방향을 기준으로 방사 각도(θ) 범위에서 발산되어 나아가게 된다. 여기서, 방사 각도(θ)로서는 이상적인 경우로서 45도인 경우를 예로 든다.
이와 같이 발산된 광이 제1형광막(221)에 도달하게 되면, 제1형광막(221)의 주상 구조에 의해, 기판면에 수직한 방향으로 방향성을 가지면서 직진하여 화소(P)에 도달하게 된다.
여기서, 제2형광막(222)의 두께(d)를, d = tan(θ)*1/2*w (θ = 45도) = 1/2*w의 수식에 따라, 화소(P)의 폭(w)의 반으로 구성하게 되면, 해상도 감소를 최소화하면서 감도를 최대화할 수 있게 된다.
이와 관련하여, 위와 같이 산출된 제2형광막(222)의 두께(d)는 도 3에서 d2에 해당된다. d2의 두께에서는, 제2형광막(222)에서 발산되어 제1형광막(221)에 입사되는 광의 폭은 실질적으로 화소(P)의 폭(w)와 일치하게 된다. 이와 같은 경우에, 제1형광막(221)에 입사된 광은 실질적으로 화소(P)에 모두 입사될 수 있게 된다.
한편, 전술한 d2 두께보다 큰 d3 두께를 갖는 경우에, 제2형광막(222)에서 발산되어 제1형광막(221)에 입사되는 광의 폭은 실질적으로 화소(P)의 폭(w)보다 크게 된다. 이와 같은 경우에, 화소(P)의 폭(w)을 넘어서는 영역에 입사된 광은 주변 화소에 입사되고, 이에 따라 해상도 저하가 발생하게 된다.
또한, 전술한 d2 두께보다 작은 d1 두께를 갖는 경우에, 제2형광막(222)에서 발산되어 제1형광막(221)에 입사되는 광의 폭은 실질적으로 화소(P)의 폭(w)보다 작게 된다. 이와 같은 경우에, 해상도 저하는 발생하지 않으나, 감도의 저하가 유발된다.
따라서, 제2형광막(222)의 두께(d)를 화소(P)의 폭(w)의 반으로 구성하게 되면, 해상도 감소를 최소화하면서 감도를 최대화할 수 있는 효과를 얻을 수 있게 된다.
한편, 전술한 바는 해상도 및 감도를 모두 충족하는 최적화된 제2형광막(222)의 두께에 대한 것으로서, 제2형광막(222)의 두께는 최대 형광체(220) 두께의 반이 되도록 구성될 수 있다.
한편, 구체적으로 도시하지는 않았지만, 전술한 바와 같은 형광체(220) 상에는 이를 보호하기 위한 보호막이 형성될 수 있다. 보호막으로서는, 유기물질이나 무기물질이 사용될 수 있다. 여기서, 무기물질로 형성되는 경우에, 폴리실라잔(poly silazane), 포토레지스트(photoresist), 패럴린(parylene) 중 하나를 포함할 수 있는데, 이에 한정되지는 않는다. 또한, 보호막은 형광체(220) 상면, 형광체(220) 상면과 측면, 형광체(200) 상면과 측면을 비롯한 광전변환패널(210)의 일부 또는 전체를 따라 형성될 수도 있다.전술한 바와 같이, 본 발명의 실시예에 따르면, CsI로 이루어진 형광막 상에 이보다 광출력효율이 높은 물질로 이루어진 형광막을 얇은 두께로 구성하게 된다. 이에 따라, 해상도 저하를 방지하면서 형광체의 광출력효율을 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 전술한 실시예에서는, 광전변환패널에 형광체를 직접 증착하여 형성하는 직접 방식의 X선 검출장치에 대해 설명하였다.
이와는 다른 실시예로서, 형광체를 별도의 기판 상에 증착하여 형성하고, 이와 같이 형광체가 형성된 기판을 광전변환패널에 부착하는 간접 방식의 X선 검출장치가 사용될 수 있다.
이와 같은 간접 방식의 X선 검출장치(200)는 도 4를 참조할 수 있는데, 광전변환패널(210)과 형광체(220)가 형성된 기판(310)은 접착부재(350) 등을 사용하여 서로 결합될 수 있게 된다.
여기서, 형광체(220)를 형성하는 과정과 관련하여 예를 들면, 기판(310) 상에 제2형광막(222)을 형성하고, 다음으로 제2형광막(222) 상에 제1형광막(221)을 형성할 수 있다. 여기서, 기판(310)은 X선을 투과하는 방사선투과성 기판일 수 있고, 예를 들면, 알루미늄(Al), 마그네슘(Mg), 엔지니어링 플라스틱, 세라믹, 카본 등으로 이루어진 기판이 사용될 수 있는데, 이에 한정되지는 않는다.
이처럼, 간접 방식에서의 형광막의 형성 순서는 직접 방식과는 반대가 된다.
한편, 구체적으로 도시하지는 않았지만, 전술한 바와 같은 간접 방식의 형광체(220) 상에는 이를 보호하기 위한 보호막이 형성될 수 있다. 즉, 제1형광막(221) 형성 후에 그 상부에 보호막이 형성될 수 있다. 보호막으로서는, 유기물질이나 무기물질이 사용될 수 있다. 여기서, 무기물질로 형성되는 경우에, 폴리실라잔(poly silazane), 포토레지스트(photoresist), 패럴린(parylene) 중 하나를 포함할 수 있는데, 이에 한정되지는 않는다. 또한, 보호막은 형광체(220) 상면, 형광체(220) 상면과 측면, 형광체(200) 상면과 측면을 비롯한 광전변환패널(210)의 일부 또는 전체를 따라 형성될 수 있고, 가능하다면 위 각각의 경우에 접착부재(350)의 역할을 겸할 수도 있다.

Claims (9)

  1. 기판과;
    상기 기판 상의 제 1 형광막 및 상기 제 1 형광막과 서로 다른 광출력효율을 갖는 상기 제 1 형광막 상의 제 2 형광막을 포함하는 형광체
    를 포함하는 X선 검출장치.
  2. 제 1 항에 있어서, 상기 제 1 형광막은 CsI 이고, 상기 제 2 형광막은 상기 제 1 형광막 보다 높은 광출력효율을 갖는 X선 검출장치.
  3. 제 2 항에 있어서, 상기 기판과 상기 제 1 형광막 사이에 위치한 광전변환소자를 더 포함하는 X선 검출장치.
  4. 제 1 항에 있어서, 상기 제 1 형광막은 상기 제 2 형광막 보다 높은 광출력효율을 갖고, 상기 제 2 형광막은 CsI인 X선 검출장치.
  5. 제 4 항에 있어서, 상기 기판은 방사선투과성인 X선 검출장치.
  6. 제 1 항 내지 제 5 항 중 어느 하나의 항에 있어서, 상기 제 1 또는 제 2 형광막 중 광출력효율이 높은 하나는 나머지 하나의 형광막 대비 효율비가 1보다 크며, 상기 효율비는 (광량_2/광량_1 * 밀도_1/밀도_2)의 수식으로 표현되고, 상기 광량_2 및 밀도_2는 상기 제 1 또는 제 2 형광막 중 광출력효율이 높은 하나의 광량 및 밀도이며, 상기 광량_1 및 밀도_1는 상기 제 1 또는 제 2 형광막 중 광출력효율이 낮은 나머지 하나의 광량 및 밀도인 X선 검출장치.
  7. 제 1 항 내지 제 5 항 중 어느 하나의 항에 있어서, 상기 제 1 또는 제 2 형광막 중 광출력효율이 높은 하나는 CaI2, CaI2:Eu, CeBr3, GdI3:Ce, LaBr3:Ce, LiGdCl4:Ce, Lu(x)Gd(1-x)I3:Ce, LuI3:Ce, NaI, SrI2:Eu 중 적어도 하나의 물질로 이루어진 X선 검출장치.
  8. 제 1 항 내지 제 5 항 중 어느 하나의 항에 있어서, 상기 제 1 또는 제 2 형광막 중 광출력효율이 높은 하나의 두께는 화소의 폭의 반인 X선 검출장치.
  9. 광전변환패널과; 상기 광전변환패널 상에 위치하며, 제1형광막과 상기 제1형광막 상에 위치하는 제2형광막을 포함하는 형광체를 포함하는 X선 검출장치와;
    상기 X선 검출장치와 대향하고 상기 X선 검출장치를 향해 X선을 발생시키는 X선 발생장치를 포함하고,
    상기 제1형광막은 CsI로 이루어지고, 상기 제2형광막은 상기 제1형광막보다 높은 광출력효율을 갖는
    X선 영상장치.
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20160118549A (ko) * 2015-04-02 2016-10-12 국민대학교산학협력단 엑스선 검출기용 섬광 소자 및 그의 제조 방법

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2000509142A (ja) * 1996-04-04 2000-07-18 イーイーヴィ リミテッド 改良型固体検出器
JP2008175797A (ja) * 2006-12-20 2008-07-31 Hitachi Chem Co Ltd シンチレータ
JP4393511B2 (ja) * 2004-04-12 2010-01-06 ステラケミファ株式会社 希土類フッ化物固溶体材料（多結晶及び／又は単結晶）、及びその製造方法並びに放射線検出器及び検査装置
JP2013064727A (ja) * 2011-08-26 2013-04-11 Fujifilm Corp 放射線検出器および放射線画像撮影装置

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2000509142A (ja) * 1996-04-04 2000-07-18 イーイーヴィ リミテッド 改良型固体検出器
JP4393511B2 (ja) * 2004-04-12 2010-01-06 ステラケミファ株式会社 希土類フッ化物固溶体材料（多結晶及び／又は単結晶）、及びその製造方法並びに放射線検出器及び検査装置
JP2008175797A (ja) * 2006-12-20 2008-07-31 Hitachi Chem Co Ltd シンチレータ
JP2013064727A (ja) * 2011-08-26 2013-04-11 Fujifilm Corp 放射線検出器および放射線画像撮影装置

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20160118549A (ko) * 2015-04-02 2016-10-12 국민대학교산학협력단 엑스선 검출기용 섬광 소자 및 그의 제조 방법
KR101716950B1 (ko) 2015-04-02 2017-03-15 국민대학교산학협력단 엑스선 검출기용 섬광 소자 및 그의 제조 방법

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